KR20020037716A

KR20020037716A - 자계 변동 측정 방법, 자계 변동 보상 방법 및 ｍｒｉ 장치

Info

Publication number: KR20020037716A
Application number: KR1020010070936A
Authority: KR
Inventors: 고토다카오
Original assignee: 추후제출; 지이 메디컬 시스템즈 글로발 테크놀러지 캄파니 엘엘씨
Priority date: 2000-11-15
Filing date: 2001-11-15
Publication date: 2002-05-22
Also published as: JP2002159463A; CN1374069A; US6489765B2; US20020097049A1; EP1207402A3; EP1207402A2

Abstract

MRI 장치의 정자계 변동을 보상하기 위해, RF 프로브(1P1 및 1P2)가 배치되고 기준 정자계가 초기에 기준 주파수로서 측정되고, 정자계가 적절한 시기에 주파수로서 측정되어 정자계 차이로부터 정자계 변동량을 판정하며 자계 변동량을 보상하기 위해 RF 펄스의 전송 주파수와 NMR 신호의 수신 검출 주파수가 정정되거나 혹은 그래디언트 코일에 관한 그래디언트 전류가 정정된다.

Description

자계 변동 측정 방법, 자계 변동 보상 방법 및 ＭＲＩ 장치{MAGNETIC FIELD VARIATION MEASURING METHOD AND MAGNETIC FIELD VARIATION COMPENSATING METHOD FOR MRI APPARATUS, AND MRI APPARATUS}

본 발명은 MRI(자기 공명 촬상) 장치에 관한 자계 변동 측정 방법(magnetic field variation measuring method) 및 자계 변동 보상 방법에 관한 것으로, 구체적으로 MRI 장치의 정자계 변동(variation in a static magnetic field)을 측정하기 위한 자계 변동 측정 방법, MRI 장치의 정자계 변동을 보상하기 위한 자계 변동 보상 방법 및 이 방법들을 구현할 수 있는 MRI 장치에 관한 것이다.

MRI 장치의 정자계는 일정해야 하지만, 금속체(metal mass)(예를 들어, 자동차)가 MRI 장치에 접근하거나 혹은 환경이 변하는 경우(예를 들어, 온도가 변하는 경우)에, 정자계는 바람직하지 않게 변할 수 있다.

과거에, 이런 정자계 변동에 대처하기 위한 조치는 주로 MRI 장치를 자기 차폐(magnetically shielding)하거나 혹은 MRI 장치가 설치된 방을 공기 조절(air-conditioning)하는 것과 같이 변동 요인을 억제시키는 것이었다.

그러나, 때로는 조치가 취해진 직후에 정자계 변동이 발생하여 이미지 품질을 바람직하지 않게 저하시키는 문제가 발생한다.

따라서, 본 발명의 제 1 목적은 MRI 장치의 정자계 변동을 측정할 수 있는 자계 변동 측정 방법을 제공하는 것이다.

또한, MRI 장치의 정자계 변동을 보상할 수 있는 자계 변동 보상 방법을 제공하는 것이 본 발명의 제 2 목적이다.

본 발명의 제 3 목적은 자계 변동 측정 방법 및 자계 변동 보상 방법을 적절히 구현할 수 있는 MRI 장치를 제공하는 것이다.

제 1 측면에 따르면, 본 발명은 각각의 RF 프로브가 FID(Free Induction Decay) 신호를 방출할 수 있는 소형 팬톰(small phantom)과 소형 코일의 결합(combination)을 갖는 I개(여기서, I ≥1)의 RF 프로브를 MRI 장치의 촬상 영역 가까이 배치하는 단계, 기준 자계가 측정될 때 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고, FID 신호로부터 기준 주파수(f_ir)(여기서, i = 1 내지 I)를 판정하기 위해 FID 신호를 수신하는 단계, 자계 변동이 측정될 때 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고, FID 신호로부터 주파수(f_i)를 판정하기 위해 FID 신호를 수신하는 단계 및 다음의 방정식, 즉

을 풀어서 j-번째 자계 변동(α_j)을 판정하는 단계를 특징으로 하는 자계 변동 측정 방법을 제공하는데, 여기서 각각의 RF 프로브의 위치는 r_i로 표시된다.

제 1 측면의 자계 변동 측정 방법에 있어서, RF 프로브가 배치되고, 기준 정자계가 초기에 기준 주파수로서 측정되며 정자계가 적절한 시기에 주파수로서 측정되어 정자계 차이로부터 정자계 변동량을 판정한다. RF 프로브가 고정되면, 일반적으로 (I-1)-번째까지의 자계 변동이 판정될 수 있다.

제 2 측면에 따르면, 본 발명은 I = 2이고, 0-번째 자계 변동(α₀)과 1-번째 자계 변동(α₁)이 판정되는 것을 특징으로 하는 전술한 구성의 자계 변동 측정 방법을 제공한다.

제 2 측면의 자계 변동 측정 방법에 있어서, RF 프로브가 고정되고, 0-번째 및 1-번째 자계 변동이 판정될 수 있다.

0-번째 자계 변동은 위치에 무관한 자계 변동이며, 1-번째 자계 변동은 위치에 좌우되는 자계 변동이다.

제 3 측면에 따르면, 본 발명은 각각의 RF 프로브가 FID 신호를 방출할 수 있는 소형 팬톰과 소형 코일의 결합을 갖는 두 개의 RF 프로브를 MRI 장치의 촬상 영역을 가로질러 배치하는 단계, 기준 자계가 측정될 때 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고, FID 신호로부터 기준 주파수(f_1r및 f_2r)를 판정하기 위해 FID 신호를 수신하는 단계, 자계 변동이 측정될 때 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고, FID 신호로부터 주파수(f₁및 f₂)를 판정하기 위해 FID 신호를 수신하는 단계 및 다음의 방정식, 즉

을 풀어서 0-번째 자계 변동(α₀)과 1-번째 자계 변동(α₁)을 판정하는 단계를 특징으로 하는 자계 변동 측정 방법을 제공한다.

제 3 측면의 자계 변동 측정 방법에 있어서, RF 프로브가 고정되고, 0-번째 및 1-번째 자계 변동이 판정될 수 있다.

제 4 측면에 따르면, 본 발명은 기준 자계가 측정될 때가 제 1 뷰(first view)를 촬상하기 위한 펄스 시퀀스의 시작 바로 전이고, 자계 변동이 측정될 때가 제 2 뷰 및 그 다음 뷰들(second and later views)을 촬상하기 위한 펄스 시퀀스의 시작 바로 전인 것을 특징으로 하는 전술한 구성의 자계 변동 측정 방법을 제공한다.

제 4 측면의 자계 변동 측정 방법에 있어서, 촬상 펄스 시퀀스가 반복되어 k-스페이스를 채우는 데이터(data filling a k-space)를 수집할 때, 자계 변동은 매번 촬상 펄스 시퀀스의 시작 전에 측정되어, 금속체가 MRI 장치에 접근할 때의 자계 변동이 처리될 수 있다.

촬상 펄스 시퀀스의 특정예는 GRASS(gradient recalled acquisition in the steady state) 혹은 SPGR(spoiled GRASS)에 따르는 그래디언트 반사파(gradient echo)와 같은 그래디언트 반사파를 관측(observe)하는 펄스 시퀀스를 포함한다.

제 5 측면에 따르면, 본 발명은 기준 자계가 측정될 때가 MRI 장치의 가동시이고, 자계 변동이 측정될 때가 MRI 장치 가동 후의 정규 시간 간격인 것을 특징으로 하는 전술한 구성의 자계 변동 측정 방법을 제공한다.

제 5 측면의 자계 변동 측정 방법에 있어서, 자계 변동이 MRI 장치의 가동시에 측정되고 또한 가동 후에 정규 시간 간격으로 측정되기 때문에, 환경이 변할 때의 자계 변동이 처리될 수 있다.

제 6 측면에 따르면, 본 발명은 MRI 장치가 정자계를 수직 방향으로 생성하는 개방형(open-type) MRI 장치이고, RF 프로브가 촬상 영역 상하에 배치되는 것을 특징으로 하는 전술한 구성의 자계 변동 측정 방법을 제공한다.

제 6 측면의 자계 변동 측정 방법에 있어서, 자계의 균일성(homogeneity)이 기계적 시밍(mechanical shimming) 혹은 다수의 작은 조각의 자석 혹은 철을 첨가하여 달성되는 개방형 MRI 장치의 정자계 변동이 적합하게 측정될 수 있다.

제 7 측면에 따르면, 본 발명은 전술한 구성의 자계 변동 측정 방법에 의해 측정된 0-번째 자계 변동(α₀)을 기반으로 RF 펄스의 전송 주파수와 NMR 신호의 수신 검출 주파수를 정정하는 것을 특징으로 하는 자계 변동 보상 방법을 제공한다.

제 7 측면의 자계 변동 보상 방법에 있어서, 0-번째 정자계 변동은 RF 펄스의 전송 주파수와 NMR 신호의 수신 검출 주파수의 정정에 의해 보상될 수 있다.

제 8 측면에 따르면, 본 발명은 전술한 구성의 자계 변동 측정 방법에 의해 측정된 1-번째 이상의 자계 변동(α_j)을 기반으로 그래디언트 전류를 정정하는 것을 특징으로 하는 자계 변동 보상 방법을 제공한다.

제 8 측면의 자계 변동 보상 방법에 있어서, 1-번째 이상의 정자계 변동은 그래디언트 전류의 정정에 의해 보상될 수 있다.

제 9 측면에 따르면, 본 발명은 각각의 RF 프로브가 FID 신호를 방출할 수 있는 소형 팬톰과 소형 코일의 결합으로 구성되고 촬상 영역 가까이 배치된 I개(여기서, I ≥1)의 RF 프로브, 기준 자계가 측정될 때 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고 FID 신호로부터 기준 주파수(f_ir)(여기서 i = 1 내지 I)를 판정하기 위해 FID 신호를 수신하기 위한 기준 주파수 획득 수단, 자계 변동이 측정될 때 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고 FID 신호로부터 주파수(f_i)를 판정하기 위해 FID 신호를 수신하기 위한 주파수 획득 수단 및 다음의 방정식, 즉

을 풀어서 j-번째 자계 변동(α_j)을 판정하기 위한 자계 변동 계산 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 MRI 장치를 제공하는데, 여기서 각각의 RF 프로브의 위치는 r_i로 표시된다.

제 9 측면의 MRI 장치에 있어서, 제 1 측면의 자계 변동 측정 방법이 적합하게 구현될 수 있다.

제 10 측면에 따르면, 본 발명은 I = 2이고, 0-번째 자계 변동(α₀)과 1-번째 자계 변동(α₁)이 판정되는 것을 특징으로 하는 전술한 구성의 MRI 장치를 제공한다.

제 10 측면의 MRI 장치에 있어서, 제 2 측면의 자계 변동 측정 방법이 적합하게 구현될 수 있다.

제 11 측면에 따르면, 본 발명은 각각의 RF 프로브가 FID 신호를 방출할 수 있는 소형 팬톰과 소형 코일의 결합으로 구성되고 촬상 영역을 가로질러 배치된 두개의 RF 프로브, 기준 자계가 측정될 때 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고 FID 신호로부터 기준 주파수(f_1r및 f_2r)를 판정하기 위해 FID 신호를 수신하기 위한 기준 주파수 획득 수단, 자계 변동이 측정될 때 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고 FID 신호로부터 주파수(f₁및 f₂)를 판정하기 위해 FID 신호를 수신하기 위한 주파수 획득 수단 및 다음의 방정식, 즉

을 풀어서 0-번째 자계 변동(α₀)과 1-번째 자계 변동(α₁)을 판정하기 위한 자계 변동 계산 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 MRI 장치를 제공한다.

제 11 측면의 MRI 장치에 있어서, 제 3 측면의 자계 변동 측정 방법이 적합하게 구현될 수 있다.

제 12 측면에 따르면, 본 발명은 기준 자계가 측정될 때가 제 1 뷰를 촬상하기 위한 펄스 시퀀스의 시작 바로 전이고, 자계 변동이 측정될 때가 제 2 뷰 및 그 다음 뷰들을 촬상하기 위한 펄스 시퀀스의 시작 바로 전인 것을 특징으로 하는 전술한 구성의 MRI 장치를 제공한다.

제 12 측면의 MRI 장치에 있어서, 제 4 측면의 자계 변동 측정 방법이 적합하게 구현될 수 있다.

제 13 측면에 따르면, 본 발명은 기준 자계가 측정될 때가 MRI 장치의 가동시이고, 자계 변동이 측정될 때가 MRI 장치 가동 후의 정규 시간 간격인 것을 특정으로 하는 전술한 구성의 MRI 장치를 제공한다.

제 13 측면의 MRI 장치에 있어서, 제 5 측면의 자계 변동 측정 방법이 적합하게 구현될 수 있다.

제 14 측면에 따르면, 본 발명은 MRI 장치가 정자계를 수직 방향으로 생성하는 개방형 MRI 장치이고, RF 프로브가 촬상 영역 상하에 배치되는 것을 특징으로 하는 전술한 구성의 MRI 장치를 제공한다.

제 14 측면의 MRI 장치에 있어서, 제 6 측면의 자계 변동 측정 방법이 적합하게 구현될 수 있다.

제 15 측면에 따르면, 본 발명은 측정된 0-번째 자계 변동(α₀)을 기반으로 RF 펄스의 전송 주파수와 NMR 신호의 수신 검출 주파수를 정정하기 위해 RF 주파수 정정 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 전술한 구성의 MRI 장치를 제공한다.

제 15 측면의 MRI 장치에 있어서, 제 7 측면의 자계 변동 보상 방법이 적합하게 구현될 수 있다.

제 16 측면에 따르면, 본 발명은 측정된 1-번째 이상의 자계 변동(α_j)을 기반으로 그래디언트 전류를 정정하기 위해 그래디언트 전류 정정 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 전술한 구성의 MRI 장치를 제공한다.

제 16 측면의 MRI 장치에 있어서, 제 8 측면의 자계 변동 보상 방법이 적합하게 구현될 수 있다.

본 발명의 MRI 장치에 관한 자계 변동 측정 방법에 따르면, MRI 장치에 근접하는 금속체(예를 들어, 자동차) 혹은 환경 변화(예를 들어, 온도 변화)등에 의해야기된 정자계 변동량이 측정될 수 있다.

또한, 본 발명의 MRI 장치에 관한 자계 변동 보상 방법에 따르면, MRI 장치의 정자계 변동이 보상될 수 있다.

더욱이, 본 발명의 MRI 장치에 따르면, 자계 변동 측정 방법 및 자계 변동 보상 방법이 적합하게 구현될 수 있다.

첨부한 도면에 도시된 본 발명의 바람직한 실시예의 상세한 설명을 참조하면 본 발명의 추가 목적과 이점을 알 것이다.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 MRI 장치의 주요 부분의 단면도,

도 2는 본 발명에 따른 RF 프로브의 일 실시예의 단면도,

도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 MRI 장치의 블록도,

도 4는 본 발명에 따른 NMR 신호 송신/수신 회로의 일 실시예의 블록도,

도 5는 본 발명에 따른 자계 변동 보상 프로세싱의 동작 순서도.

도면의 주요 부분에 대한 부호의 설명

1M1 및 1M2 : 영구 자석1G : 그래디언트 코일

1P1 및 1P2 : RF 프로브1T : 송신 코일

1R : 수신 코일By : 베이스 요크

Py : 폴 요크1 : 자석 어셈블리

4 : RF 파워 증폭기5 : 전치증폭기

100 : MRI 장치

이제 첨부한 도면에 도시된 본 발명의 실시예를 참조하여 본 발명을 상세히 설명하겠다. 본 발명이 이러한 실시예에 국한되지 않는다는 점에 유의해야 한다.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 MRI 장치(100)의 주요 부분을 도시하는 단면도이다.

MRI 장치(100)는 상하에 배치되어 서로 마주보는 영구 자석(1M1 및 1M2)이 정자계를 수직 방향으로 생성하는 개방형 MRI 장치이다.

피검체를 수용할 수 있는 수신 코일(1R) 안쪽에 균일한 정자계로 촬상 영역을 생성하기 위한 제각각의 자기 조절판(respective magnetism conditioning plate)(Sp)은 영구 자석(1M1 및 1M2)의 표면상에 배치된다.

영구 자석(1M1 및 1M2), 자기 조절판(Sp) 및 베이스 요크(base yoke)(By)와 폴 요크(pole yoke)(Py)가 자기 회로를 구성한다.

그래디언트 자계를 생성하기 위한 제각각의 그래디언트 코일(1G)은 자기 조절판(Sp)의 표면상에 배치된다.

원자핵의 스핀을 피검체내에 여기시키는 RF 펄스를 송신하기 위한 송신 코일(1T)은 그래디언트 코일(1G) 안쪽에 배치된다.

수신 코일(1R)은 피검체로부터 발생된 NMR 신호를 수신하기 위한 코일이다.

또한, 제 1 RF 프로브(1P1)는 위쪽에 고정되고, 제 2 RF 프로브(1P2)는 아래쪽에 고정되는데, 이들 RF 프로브들은 그래디언트 코일(1G)과 송신 코일(1T) 사이에 삽입된다.

초전도 자석이 영구 자석(1M1 및 1M2) 대신에 사용될 수 있다는 점에 유의해야 한다.

도 2는 RF 프로브(1P1 및 1P2)를 설명하는 단면도이다.

RF 프로브(1P1 및 1P2) 각각은 FID 신호를 방출할 수 있는 NaCl 용액 혹은 CuSo₄용액을 에워싸는(enclose) 소형 팬톰(Ft)과 이 소형 팬톰을 둘러싸는(surround) 소형 코일(Co)이 결합된 구성을 갖는다.

도 3은 MRI 장치(100)의 구성을 도시하는 블록도이다.

MRI 장치(100)에 있어서, 자석 어셈블리(1)는 영구 자석(1M1 및 1M2), 수신 코일(1R), 그래디언트 코일(1G), 송신 코일(1T) 및 RF 프로브(1P1 및 1P2)를 포함하도록 구성된다.

수신 코일(1R)은 전치증폭기(5)에 연결된다.

그래디언트 코일(1G)은 그래디언트 코일 구동 회로(3)에 연결된다.

송신 코일(1T)은 RF 파워 증폭기(4)에 연결된다.

RF 프로브(1P1 및 1P2)는 NMR 신호 송신/수신 회로(15)에 연결된다.

시퀀스 메모리 회로(8)는 컴퓨터(7)로부터의 명령에 응답하여 스핀 반사파 기법에 따른 촬상 펄스 시퀀스와 같은 촬상 펄스 시퀀스를 기반으로 그래디언트 코일 구동 회로(3)를 동작시켜 그래디언트 코일(1G)이 X-축 그래디언트 자계, Y-축 그래디언트 자계 및 Z-축 그래디언트 자계를 생성하게 한다(그래디언트 코일(1G) 각각은 X-축 그래디언트 코일, Y-축 그래디언트 코일 및 Z-축 그래디언트 코일로 구성된다). 시퀀스 메모리 회로(8)는 또한 게이트 변조 회로(9)를 동작시켜 RF 진동 회로(10)로부터의 고-주파수 출력 신호를 사전규정된 타이밍과 포락선 형상(envelope shape)의 펄스 신호로 변조시킨다. 펄스 신호는 RF 펄스 신호로서 RF 파워 증폭기(4)에 인가되어 파워 증폭된 후, 자석 어셈블리(1)의 송신 코일(1T)에 인가되어 송신 코일(1T)로부터의 RF 펄스를 송신하게 한다.

전치증폭기(5)는 수신 코일(1G)에서 검출된 피검체로부터의 NMR 신호를 증폭하여 이 신호를 위상 검출기(12)에 인가한다. 위상 검출기(12)는 RF 진동 회로(10)로부터의 출력을 수신 검출 신호로 사용하는 전치증폭기(5)로부터의 NMR 신호를 위상 검출하여 이 위상 검출된 신호를 A/D 변환기(11)에 인가한다. A/D 변환기(11)는 위상 검출된 아날로그 신호를 디지털 신호 MR 데이터로 변환하여 이 데이터를 컴퓨터(7)에 인가한다.

컴퓨터(7)는 MR 데이터에 이미지 재생 동작을 수행하여 MR 이미지를 생성한다. MR 이미지는 디스플레이 장치(6)에 의해 디스플레이된다. 컴퓨터(7)는 또한 운영 콘솔(13)로부터 정보 입력을 수신하는 것과 같은 전반적인 제어를 담당한다.

또한, 컴퓨터(7)는 자계 보상 프로세싱을 수행한다. 구체적으로, 컴퓨터(7)는 디지털 프로세싱 회로(16)를 통해 NMR 신호 송신/수신 회로(15)를 동작시켜 RF 프로브(1P1)에서 RF 펄스를 소형 코일(Co)로부터 소형 팬톰(Ft)으로 송신하고, 소형 코일(Co)에서 소형 팬톰(Ft)으로부터 FID 신호를 수신한 후, 이 FID 신호를 기반으로 자계 변동량을 판정하고 이 자계 변동량을 보상하기 위해 RF 진동 회로(10)의 진동 주파수를 정정하거나 혹은 그래디언트 코일(1G)의 그래디언트 전류를 정정한다. 도 5 설명시 자계 보상 프로세싱을 상세히 설명하겠다.

도 4는 NMR 신호 송신/수신 회로(15) 구성의 블록도이다.

NMR 신호 송신/수신 회로(15)는 RF 진동 회로, 게이트 변조 회로 및 RF 파워 증폭기를 포함하는 RF 구동 회로(150), RF 구동 회로로부터 전송된 RF 펄스 신호 출력을 출력 목적지(output destination)로 스위칭하기 위한 멀티플렉서(151), RF 프로브(1P1 및 1P2)로 전송되는 RF 펄스 신호의 송신과 RF 프로브(1P1 및 1P2)로부터 수신되는 FID 신호의 수신 사이를 스위칭하기 위한 송신/수신 스위칭 스위치(152 및 153), RF 프로브(1P1 및 1P2)로부터 수신되는 FID 신호를 증폭하기 위한 전치증폭기(154 및 155), 전치증폭기(154 및 155)에서 증폭되어 수신된 FID 신호를 가산하기 위한 가산기(156), 수신된 FID 신호의 주파수를 중간 주파수 대역(intermediate frequency band)으로 변환하기 위한 하향 주파수 변환기(down converter : 157) 및 중간 주파수 대역으로 주파수 변환된 FID 신호를 증폭하기 위한 중간 주파수 증폭기(158)를 포함한다.

디지털 프로세싱 회로(16)는 컴퓨터(7)로부터의 명령에 따라서 NMR 신호 송신/수신 회로(15)를 동작시키고 또한 FID 신호를 디지털 데이터로 변환하여 이 데이터를 컴퓨터(7)에 인가한다.

도 5는 MRI 장치(100)에 의한 자계 보상 프로세싱의 동작을 도시하는 순서도이다. 자계 보상 프로세싱은 제 1 뷰를 촬상하기 위한 펄스 시퀀스의 시작 바로 전 혹은 MRI 장치(100)의 가동시(예를 들어, 아침 가동시)에 수행된다.

단계(ST1)에서, RF 펄스가 하나의 RF 프로브로부터 전송되고, FID 신호(N_ir)가 얻어진다. 예를 들어, RF 펄스가 제 1 RF 프로브(1P1)로부터 전송되고, FID 신호(N_1r)가 수신된다.

단계(ST2)에서, 위상(φ_ir(t))은 FID 신호(N_ir)의 I와 Q로부터 판정되고, 위상(φ_ir(t))을 시간(t)으로 미분하여 기준 주파수(f_ir)를 판정한다. 예를 들어, 기준 주파수(f_1r)는 FID 신호(N_1r)로부터 판정된다.

단계(ST3)에서, 기준 주파수가 모든 RF 프로브에 대해 얻어지지 않았다면, 프로세스는 단계(ST1)로 복귀하고, 기준 주파수가 모든 RF 프로브에 대해 얻어졌다면 단계(ST4)로 진행한다. 예를 들어, 단지 제 1 RF 프로브(1P1)에서의 기준 주파수(f_1r)만이 얻어졌다면, 프로세스는 단계(ST1)로 복귀하여 단계(ST1 및 ST2)에서 제 2 RF 프로브(1P2)에서의 기준 주파수(f_2r)를 얻은 후 단계(ST4)로 진행한다.

단계(ST4)에서, 프로세스는 자계 변동을 측정할 때까지 대기하고, 자계 변동을 측정할 때가 왔을 때 프로세스는 단계(ST5)로 진행한다. 자계 변동을 측정할 때는 제 2 뷰 및 그 다음 뷰들을 촬상하기 위한 펄스 시퀀스의 시작 바로 전 혹은 MRI 장치(100) 가동 후의 정규 시간 간격(예를 들어, 매 1시간마다)이다.

단계(ST5)에서, RF 펄스가 하나의 RF 프로브로부터 전송되고, FID 신호(N_i)가 얻어진다. 예를 들어, RF 펄스가 제 1 RF 프로브(1P1)로부터 전송되고, FID 신호(N₁)가 수신된다.

단계(ST6)에서, 위상(φ_i(t))은 FID 신호(N_i)의 I와 Q로부터 판정되고, 위상(φ_i(t))을 시간(t)으로 미분하여 주파수(f_i)를 판정한다. 예를 들어, 주파수(f₁)는 FID 신호(N₁)로부터 판정된다.

단계(ST7)에서, 주파수가 모든 RF 프로브에 대해 얻어지지 않았다면, 프로세스는 단계(ST5)로 복귀하고, 주파수가 모든 RF 프로브에 대해 얻어졌다면 단계(ST8)로 진행한다. 예를 들어, 단지 제 1 RF 프로브(1P1)에서의 주파수(f₁)만이 얻어졌다면, 프로세스는 단계(ST5)로 복귀하여 단계(ST5 및 ST6)에서 제 2 RF 프로브(1P2)에서의 주파수(f₂)를 얻은 후, 프로세스는 단계(ST8)로 진행한다.

단계(ST8)에서, j-번째 자계 변동(α_j)은 다음의 방정식, 즉

을 풀어서 판정되는데, 여기서 각각의 RF 프로브의 위치는 r_i로 표시된다.

예를 들어, 촬상 영역 중앙에 좌표 원점(0, 0, 0)을 갖는 직각 좌표 시스템(x, y, z)에서, 제 1 RF 프로브(1P1)의 좌표는 (0, 0, r)로 표시되고 제 2 RF 프로브(1P2)의 좌표는 (0, 0. -r)로 표시되며, I = 2인 경우에 0-번째 자계 변동(α₀)과 1-번째 자계 변동(α₁)은 다음의 연립 방정식, 즉

을 풀어서 판정된다.

즉, 0-번째 자계 변동(α₀)과 1-번째 자계 변동(α₁)은 위 방정식의 표현을 다음과 같이, 즉

으로 바꿔서 판정된다.

단계(ST9)에서, RF 진동 회로(10)의 진동 주파수는 0-번째 자계 변동(α₀)을 기반으로 정정된다.

단계(ST10)에서, 그래디언트 코일(1G)에 관한 그래디언트 전류는 1-번째 이상의 자계 변동(α₁, ...)을 기반으로 정정된다. 예를 들어, 오프셋 전류는 1-번째 자계 변동(α₁)을 기반으로 Z-축 그래디언트 코일에 인가된다. 정정될 그래디언트(ΔG)는

인데, 여기서 자기 회전비(gyromagnetic ratio)가 γ로 표시된다.

3개 이상의 RF 프로브가 고정되거나 혹은 하나의 RF 프로브가 3개 이상의 위치에서 FID 신호를 얻기 위해 이동된다면, 2-번째 이상의 자계 변동이 보상될 수 있다.

그 후, 프로세스는 단계(ST4)로 복귀한다.

본 발명의 사상과 범주를 벗어나지 않고서 본 발명의 다양하고 상이한 실시예를 구현할 수 있다. 본 발명이 본 명세서에 개시된 특정한 실시예에 국한되지 않고, 단지 첨부한 청구범위에 의해서만 국한된다는 점을 이해해야 한다.

본 발명은 MRI 장치의 정자계 변동을 측정하고 이를 보상하는 방법 및 이 방법을 구현하기 위한 MRI 장치를 제공하는 효과가 있다.

Claims

자계 변동 측정 방법(a magnetic field variation measuring method)에 있어서,

각각의 RF 프로브가 FID 신호를 방출할 수 있는 소형 팬톰(a small phantom)과 소형 코일(a small coil)의 결합(combination)을 갖는 I개(여기서, I ≥1)의 RF 프로브를 MRI 장치의 촬상 영역(an imaging region) 가까이 배치하는 단계와,

기준 자계(a reference magnetic field)가 측정될 때 상기 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고, FID 신호로부터 기준 주파수(f_ir)(여기서, i = 1 내지 I)를 판정하기 위해 상기 FID 신호를 수신하는 단계와,

자계 변동이 측정될 때 상기 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고, FID 신호로부터 주파수(f_i)를 판정하기 위해 상기 FID 신호를 수신하는 단계와,

다음의 방정식, 즉

을 풀어서 j-번째 자계 변동(a j-th order magnetic field variation)(α_j)을 판정하는 단계를 포함하되, 각각의 RF 프로브의 위치는 r_i로 표시되는

자계 변동 측정 방법.
제 1 항에 있어서,

I = 2이고, 0-번째 자계 변동(α₀)과 1-번째 자계 변동(α₁)이 판정되는 자계 변동 측정 방법.
자계 변동 측정 방법에 있어서,

각각의 RF 프로브가 FID 신호를 방출할 수 있는 소형 팬톰과 소형 코일의 결합을 갖는 두 개의 RF 프로브를 MRI 장치의 촬상 영역을 가로질러(across) 배치하는 단계와,

기준 자계가 측정될 때 상기 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고, FID 신호로부터 기준 주파수(f_1r및 f_2r)를 판정하기 위해 상기 FID 신호를 수신하는 단계와,

자계 변동이 측정될 때 상기 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고, FID 신호로부터 주파수(f₁및 f₂)를 판정하기 위해 상기 FID 신호를 수신하는 단계와,

다음의 방정식, 즉

을 풀어서 0-번째 자계 변동(α₀)과 1-번째 자계 변동(α₁)을 판정하는 단계를 포함하는

자계 변동 측정 방법.
제 1 항 또는 제 3 항에 있어서,

상기 기준 자계가 측정될 때는 제 1 뷰(a first view)를 촬상하기 위한 펄스 시퀀스의 시작 바로 전이고, 상기 자계 변동이 측정될 때는 제 2 뷰 및 그 다음 뷰들(second and later views)를 촬상하기 위한 펄스 시퀀스의 시작 바로 전인 자계 변동 측정 방법.
제 1 항 또는 제 3 항에 있어서,

상기 기준 자계가 측정될 때는 상기 MRI 장치의 가동시이고, 상기 자계 변동이 측정될 때는 상기 MRI 장치 가동 후의 정규 시간 간격(regular time intervals)인 자계 변동 측정 방법.
제 1 항 또는 제 3 항에 있어서,

상기 MRI 장치는 정자계(a static magnetic field)를 수직 방향으로 생성하는 개방형(open-type) MRI 장치이고, 상기 RF 프로브는 상기 촬상 영역 상하에 배치되는 자계 변동 측정 방법.
제 1 항 또는 제 3 항에 따른 자계 변동 측정 방법에 의해 측정된 상기 0-번째 자계 변동(α₀)을 기반으로 RF 펄스의 전송 주파수와 NMR 신호의 수신 검출 주파수를 정정하는 단계를 포함하는

자계 변동 보상 방법.
제 1 항 또는 제 3 항에 따른 자계 변동 측정 방법에 의해 측정된 1-번째 이상의 자계 변동(the first and higher order magnetic field variation)(α_j)을 기반으로 그래디언트 전류(gradient current)를 정정하는 단계를 포함하는

자계 변동 보상 방법.
MRI 장치에 있어서,

각각의 RF 프로브가 FID 신호를 방출할 수 있는 소형 팬톰과 소형 코일의 결합으로 구성되고 촬상 영역 가까이 배치된 I개(여기서, I ≥1)의 RF 프로브와,

기준 자계가 측정될 때 상기 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고, FID 신호로부터 기준 주파수(f_ir)(여기서 i = 1 내지 I)를 판정하기 위해 상기 FID 신호를 수신하기 위한 기준 주파수 획득 장치와,

자계 변동이 측정될 때 상기 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고, FID 신호로부터 주파수(f_i)를 판정하기 위해 상기 FID 신호를 수신하기 위한 주파수 획득 장치와,

다음의 방정식, 즉

을 풀어서 j-번째 자계 변동(α_j)을 판정하기 위한 자계 변동 계산 장치를 포함하되, 각각의 RF 프로브의 위치는 r_i로 표시되는

MRI 장치.
제 9 항에 있어서,

I = 2이고, 0-번째 자계 변동(α₀)과 1-번째 자계 변동(α₁)이 판정되는 MRI 장치.
MRI 장치에 있어서,

각각의 RF 프로브가 FID 신호를 방출할 수 있는 소형 팬톰과 소형 코일의 결합으로 구성되고 촬상 영역을 가로질러 배치된 두 개의 RF 프로브와,

기준 자계가 측정될 때 상기 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고, FID 신호로부터 기준 주파수(f_1r및 f_2r)를 판정하기 위해 상기 FID 신호를 수신하기 위한 기준 주파수 획득 장치와,

자계 변동이 측정될 때 상기 RF 프로브로부터의 RF 펄스를 송신하고, FID 신호로부터 주파수(f₁및 f₂)를 판정하기 위해 상기 FID 신호를 수신하기 위한 주파수 획득 장치와,

다음의 방정식, 즉

을 풀어서 0-번째 자계 변동(α₀)과 1-번째 자계 변동(α₁)을 판정하기 위한 자계 변동 계산 장치를 포함하는

MRI 장치.
제 9 항 또는 제 11 항에 있어서,

상기 기준 자계가 측정될 때는 제 1 뷰를 촬상하기 위한 펄스 시퀀스의 시작 바로 전이고, 상기 자계 변동이 측정될 때는 제 2 뷰 및 그 다음 뷰들을 촬상하기위한 펄스 시퀀스의 시작 바로 전인 MRI 장치.
제 9 항 또는 제 11 항에 있어서,

상기 기준 자계가 측정될 때는 상기 MRI 장치의 가동시이고, 상기 자계 변동이 측정될 때는 상기 MRI 장치 가동 후의 정규 시간 간격인 MRI 장치.
제 9 항 또는 제 11 항에 있어서,

상기 MRI 장치는 정자계를 수직 방향으로 생성하는 개방형 MRI 장치이고, 상기 RF 프로브는 상기 촬상 영역 상하에 배치되는 MRI 장치.
제 9 항 또는 제 11 항에 있어서,

상기 측정된 0-번째 자계 변동(α₀)을 기반으로 RF 펄스의 전송 주파수와 NMR 신호의 수신 검출 주파수를 정정하기 위한 RF 주파수 정정 장치를 더 포함하는 MRI 장치.
제 9 항 또는 제 11 항에 있어서,

상기 측정된 1-번째 이상의 자계 변동(α_j)을 기반으로 그래디언트 전류를 정정하기 위한 그래디언트 전류 정정 장치를 더 포함하는 MRI 장치.